CN108778116A - 磁共振成像装置以及图像处理方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种在使用MRI计算由生物体组织间的磁化率差所引起的局部磁场分布时，运算时间短且计算高SNR局部频率分布的方法。该方法中，将使用MRI在至少两个以上的不同回波时间测量到的多回波复数图像变换为低分辨率图像。从低分辨率多回波复数图像的相位分布中分离出由全局性磁场变化引起的全局性频率分布和包括接收和发送相位等的偏移相位分布。使计算出的全局性频率分布和偏移相位分布高分辨率化。根据测量到的多回波复数图像和高分辨率全局性频率分布和高分辨率偏移相位分布，来计算各回波的局部频率分布。对各回波的局部频率分布进行加权平均来计算最终的局部频率分布。

Description

磁共振成像装置以及图像处理方法
技术领域
本发明涉及磁共振成像(MRI：Magnetic Resonance Imaging，以下称作MRI)技术。尤其涉及使用在两个以上不同回波时间获取到的多回波复数图像来计算由生物体组织的磁化率差引起的局部磁场变化分布的图像处理技术。
背景技术
MRI装置是利用了置于静磁场内的氢原子核(质子)与特定频率的高频磁场共振的核磁共振现象的非侵入性医用图像诊断装置。由于核磁共振信号根据质子密度、弛豫时间等各种物性值而变化，因此由MRI得到的图像能够描绘出生物体组织的构造或组成、细胞性状等各种生物体信息。
近年来，作为能由MRI测定的物性值，生物体组织间的磁化率差受到关注。磁化率是指表示静磁场中物质的磁极化(磁化)程度的物性值。生物体内存在静脉血中的去氧血红蛋白、铁蛋白质等顺磁质和占生物体组织大部分的水、成为钙化源的钙等抗磁质。通过将生物体组织间的磁化率差定量地图像化或者强调磁化率差，具有能够应用于诊断脑缺血疾病、预测癌的放射线治疗效果、鉴别神经变性疾病的可能性。
使用MRI使生物体组织间的磁化率差图像化的方法被称作定量性磁化率映射(QSM：Quantitative Susceptibility Mapping)法。另外，对生物体组织间的磁化率差加以强调并图像化的方法被称作磁化率强调图像化(SWI：Susceptibility Weighted Imaging)法。QSM法是根据测量到的MR图像的相位信息计算由于生物体组织间的磁化率差而产生的局部性磁场变化，并使用磁场与磁化率的关系式来计算定量性磁化率分布的手法。另外，SWI是计算对局部性磁场变化加以强调的强调掩膜图像，并通过测量到的强度图像(绝对值图像)与该强度掩膜相乘来计算磁化率被强调后图像的手法。
为了使用QSM法或SWI法计算定量性磁化率分布或磁化率强调图像，需要计算由于生物体组织间的磁化率差而产生的局部性磁场变化。通常，使用Gradient echo(GrE)法根据在一个回波时间(TE)测量到的相位分布来计算局部性磁场变化的分布(局部磁场分布)。具体的，根据测量到的复数图像计算相位分布，实施将在计算出的相位分布产生并在-π～+π的范围折返的相位去除的相位折返去除处理。然后，通过实施将由被检体的形状等引起的全局性磁场(背景磁场)变化去除的背景去除处理来计算由生物体组织的磁化率差引起的局部磁场。
局部磁场分布的画质依赖于测量到的相位分布的信噪比(SNR：Signal NoiseRatio)。已知通过在与作为对象的生物体组织的表观横向磁化弛豫时间T2*一致的TE测量MRI的相位分布，相位分布的SNR最大。另一方面，在相位折返去除处理中，为了使在-π～+π折返的相位的折返去除的实施不失败，不能使TE长。因此，在一个TE不能获取SNR为最佳的相位分布。于是，通过实施获取多个TE的图像的多回波测量，相位折返去除不会失败，能得到SNR为最佳的局部磁场分布。
已经提出有多个根据由多回波测量得到的多个TE的相位分布来计算局部磁场分布的方法。
代表性方法具有以下两种方法。
一个方法(称作现有方法1)为，在多个TE测量到的多回波图像的相位分布中，实施时间方向的相位折返去除处理。然后，利用时间方向的相位发生线性变化来进行线性拟合，从而计算静磁场不均匀引起的频率成分。接着，进行空间的频率折返去除处理，然后，通过背景去除处理来计算局部磁场分布(例如参照非专利文献1)。
另一个方法(称作现有方法2)为，在多个TE测量到的多回波图像的相位分布中，对各回波的相位分布单独实施相位折返去除处理和背景去除处理，计算各回波的局部磁场分布。然后，通过对各回波的局部磁场分布进行加权平均由此计算最终的局部磁场分布(例如参照专利文献1)。
先行技术文献
非专利文献
非专利文献1：Liu T等，“Nonlinear Formulation of the Magnetic Field toSource Relationship for Robust Quantitative Susceptibility Mapping”，MagneticResonance in Medicine，2013年，69卷，467-476页。
专利文献
专利文献1：美国专利申请公开第2012/0321162号说明书
发明内容
发明要解决的课题
现有方法1由于实施时间方向的相位折返去除处理，因此具有能够高精度去除相位折返的优点。然而，由于需要对每个像素实施相位的线性拟合处理，因此存在运算时间对应于像素数量而增大的课题。另外，由于噪音的影响，存在计算出的局部磁场分布的SNR低的课题。
另一方面，现有方法2由于对各回波的局部磁场分布进行加权平均，因此具有计算出的局部磁场的SNR提高的优点。然而，由于需要在各回波图像中实施背景去除处理，因此存在运算时间对应于回波数的增加而增大的课题。另外，在长TE测量到的回波图像的情况下，存在生物体组织间的磁化率差大的区域中相位折返去除不正确的课题。
本发明鉴于上述状况，目的在于，提供一种在使用由MRI测量出的测量数据来计算由生物体组织间的磁化率差引起的局部磁场分布时，运算时间短且计算高SNR的局部频率分布的方法。
用于解决课题的手段
本发明将使用MRI在至少两个不同回波时间测量到的多回波复数图像变换为低分辨率图像。由低分辨率多回波复数图像的相位分布分离出全局性磁场变化所引起的全局性频率分布和包括接收或发送相位等的偏移相位分布。使计算出的全局性频率分布和偏移相位分布高分辨率化。根据测量到的多回波复数图像和高分辨率全局性频率分布和高分辨率偏移相位分布计算各回波的局部频率分布。对各回波的局部频率分布进行加权平均来计算最终的局部频率分布。
发明的效果
在使用MRI计算由生物体组织间的磁化率差引起的局部磁场分布时，能够以较短的运算时间得到高SNR的局部频率分布。
附图说明
图1中的(a)～(c)分别是应用本发明的MRI装置的外观图。
图2是表示MRI装置的结构的一个实施方式的图。
图3是第一实施方式的计算机的功能块图。
图4是表示第一实施方式的计算机所进行处理的流程的图。
图5是表示用于获取复数图像用数据的脉冲序列的一例的图。
图6是表示第一实施方式中局部频率分布计算处理的流程的图。
图7是第一实施方式中分布图像计算部的功能块图。
图8是表示第二实施方式中相位分布分离处理的流程的图。
图9是第二实施方式中相位分布分离处理部的功能块图。
图10是表示第三实施方式中相位分布分离处理的流程的图。
图11是第三实施方式中相位分布分离处理部的功能块图。
图12是表示第四实施方式中相位分布分离处理的流程的图。
图13是第四实施方式中相位分布分离处理部的功能块图。
具体实施方式
说明本发明的实施方式的一个例子。以下，在用于说明实施方式的全部附图中，除非另有说明，对具有相同功能的部件标注相同符号，并省略对其重复说明。
<第一实施方式>
[MRI装置的外观]
首先，说明应用本发明的MRI装置的实施方式。图1中的(a)～图1中的(c)是MRI装置的外观图。图1中的(a)是采用通过螺管线圈产生静磁场的隧道型磁铁的水平磁场方式MRI装置100。图1中的(b)是为了提高开放感而将磁铁上下分离的汉堡包型(开放型)的垂直磁场方式MRI装置120。另外，图1中的(c)为MRI装置130，其采用与图1中的(a)相同的隧道型磁铁，通过缩短磁铁的进深且使其倾斜来提高开放感。
本实施方式中，也可以采用具有这些外观的MRI装置的某一个。但是，这些是一个例子，本实施方式的MRI装置并不限定为这些方式。本实施方式中，不论装置的方式、类型如何，可以采用公知的各种MRI装置。以下，在没有必要特意区分的情况下，以MRI装置100来代表。
[MRI装置的结构]
图2是本实施方式的MRI装置100的功能结构图。如本图所示，本实施方式的MRI装置100具备在被检体101所在空间中生成静磁场的、例如由静磁场线圈、静磁场生成磁铁等构成的静磁场线圈102、调整静磁场分布的匀场线圈104、对被检体101的测量区域发送高频磁场的发送用高频线圈105(以下，简称为发送线圈)、接收由被检体101产生的核磁共振信号的接收用高频线圈106(以下，简称为接收线圈)、为了对由被检体101产生的核磁共振信号附加位置信息而分别在x方向、y方向、z方向施加磁场梯度的磁场梯度线圈103、发射机107、接收机108、计算机109、磁场梯度用电源部112、匀场用电源部113以及序列控制装置114。
对应于图1中的(a)、图1中的(b)、图1中的(c)中分别示出的各MRI装置100、120、130的构造，采用不同方式的静磁场线圈102。
发送线圈105照射的高频磁场由发射机107生成。即发送线圈105和发射机107作为发送部发挥功能。另外接收线圈106检测到的核磁共振信号通过接收机108送到计算机109。即接收线圈106和接收机18作为接收部发挥功能。而且，图2中，示出了发送线圈105和接收线圈106采用不同线圈的情况，也可以由兼备发送线圈105和接收线圈106功能的一个线圈来构成。
磁场梯度线圈103及匀场线圈104分别由磁场梯度用电源部112及匀场用电源部113驱动。磁场梯度线圈103和磁场梯度用电源部112作为磁场梯度产生部发挥功能。
序列控制装置114控制磁场梯度线圈103的驱动用电源即磁场梯度用电源部112、匀场线圈104的驱动用电源即匀场用电源部113、发射机107及接收机108的动作，控制施加磁场梯度、高频磁场及接收核磁共振信号的时刻。控制的时间图被称作脉冲序列，对应于测量预先设定，保存到下文叙述的计算机109所具备的存储装置等。
计算机109控制MRI装置100整体的动作，并对接收到的核磁共振信号进行各种运算处理。本实施方式中，生成至少两个回波时间的复数图像或相位分布、磁场分布、磁化率分布、磁化率强调图像等。计算机109是具备CPU、存储器、存储装置等的信息处理装置，计算机109上连接显示器110、外部存储装置111、输入装置115等。
显示器110是向操作者显示由运算处理得到的结果等的界面。输入装置115是用于由操作者输入本实施方式中实施的测量或运算处理所需条件、参数等的界面。用户能够经由输入装置115输入例如所测量回波的数量、基准回波时间、回波间隔等测量参数。外部存储装置111与计算机109内部的存储装置一同保持计算机109执行的各种运算处理使用的数据、由运算处理得到的数据、输入的条件、参数等。
[计算机的结构]
本实施方式的MRI装置中，计算机109使用复数图像进行用于生成磁场分布、磁化率分布、磁化率强调图像等的运算。说明实现这样的运算的计算机109的结构例。
图3是本实施方式的计算机109的功能块图。本实施方式的计算机109具备：将对应于高频磁场脉冲照射从被检体产生的至少两个不同回波时间的核磁共振信号(回波信号)作为复数信号来进行测量的测量控制部310、由测量控制部310测量到的复数信号重构像素值为复数的复数图像的图像重构部320、由图像重构部320重构的复数图像计算局部性频率分布的局部性频率分布计算部330、以及由局部性频率分布计算部330计算出的局部性频率分布计算定量性磁化率分布或磁化率强调图像等目标分布图像的分布图像计算部340。局部性频率分布计算部330的细节在下文叙述。
上述计算机109的各部分功能通过将存储装置所保持的程序(软件)由CPU加载到存储器并执行来实现。各功能的处理使用的各种数据、处理中生成的各种数据保存在存储装置或者外部存储装置111中。
另外，计算机109所实现的各种功能中的至少一个功能也可以由与MRI装置100独立的、能与MRI装置100进行数据收发的信息处理装置来实现。并且，所有或者部分功能也可以由ASIC(Application Specific Integrated Circuit；专用集成电路)、FPGA(field-programmable gate array；现场可编程门阵列)等硬件来实现。
[计算机的处理]
基于上述计算机109的结构，以下参照图4说明计算机109进行的处理的概要。
首先，测量控制部310按照预先确定的脉冲序列来控制序列控制装置114，测量预先确定的至少两个不同回波时间的回波信号(步骤S1001)。
然后，图像重构部320通过将得到的回波信号在k空间上进行配置并进行傅里叶变换，来重构复数图像I(n)(步骤S1002)。由此，能得到包括每个不同回波时间的复数图像的多回波复数图像。
局部性频率分布计算部330进行根据复数图像计算局部性频率分布的局部性频率分布计算处理(步骤S1003)。
然后，分布图像计算部340根据计算出的局部性频率分布，进行定量性磁化率分布或磁化率强调图像等所希望分布图像的计算处理(步骤S1004)，将计算出的分布图像显示在显示器110中(步骤S1005)。
此外，在显示器110中显示定量性磁化率分布或磁化率强调图像等分布图像时，根据需要，除了在显示器110中显示步骤S1003中计算出的局部性频率分布等，还可显示通过所希望分布计算处理过程计算的图像。
接着，说明各处理的细节。
[测量：S1001]
测量控制部310所进行的测量为，按照基于用户经由输入装置115输入的参数而设定的脉冲序列，使序列控制装置114动作，得到预先确定的回波时间(TE)的核磁共振信号(回波信号)。序列控制装置114按照来自测量控制部310的指示，控制MRI装置100的各部分进行测量。本实施方式中，得到至少2个以上的N个回波时间的回波信号。
此处，说明测量控制部310的测量使用的脉冲序列的例子。本实施方式中，例如使用GrE类的脉冲序列。该GrE类的脉冲序列对于由于生物体组织间的磁化率差而产生的局部性磁场变化敏锐。
图5中表示GrE类脉冲序列一个例子的RSSG(RF-spoiled-Steady-stateAcquisition with Rewound Gradient-Echo)-Multiecho序列550的例子。本图中，RF、Gs、Gp、Gr分别表示高频磁场、选层磁场梯度、相位编码磁场梯度、读出磁场梯度。
RSSG序列550中，在施加选层磁场梯度脉冲501的同时照射高频磁场(RF)脉冲502，激励被检体101内预定选层的磁化。接着施加用于对磁化相位附加选层方向及相位编码方向的位置信息的选层编码磁场梯度脉冲503及相位编码磁场梯度脉冲504。
在施加使像素内核磁化相位分散的去相位用的读出磁场梯度脉冲505后，在施加用于附加读出方向位置信息的读出磁场梯度脉冲506、507、508、509的同时，分别测量核磁共振信号(回波)510、511、512、513。并且在最后，施加使通过选层编码磁场梯度脉冲503及相位编码磁场梯度脉冲504去相位的核磁化的相位收敛的重相位用的选层编码磁场梯度脉冲514及相位编码磁场梯度脉冲515。
测量控制部310在使选层编码磁场梯度脉冲503、514(选层编码数ks)及相位编码磁场梯度脉冲504、515(相位编码数kp)的强度和RF脉冲502的相位变化的同时以反复时间TR重复执行以上步骤，在每个回波时间测量为了得到一张图像所需要的回波。此外，在此时，RF脉冲502的相位例如以每117度增加。另外，图5中，连字号后的数字表示是重复的第几次。
此外，在测量的各回波中，可对各轴施加补充血流等流动影响的FlowCompensation磁场梯度脉冲。
测量的各回波配置在以kr、kp、ks为坐标轴的三维k空间上(存储器空间)。此时，一个回波在k空间上占据与kr轴平行的1行。由该RSSG序列550得到的绝对值图像，在短TE回波情况下为T1(纵向弛豫时间)强调图像，在长TE回波情况下为反映了像素内相位分散的T2*强调图像。
此处，虽然示出了与k空间的坐标轴平行地获取数据的笛卡尔摄像之一的RSSG序列550，但是本实施方式中，能够使用任意序列获取任意k空间区域的数据。例如，还可以使用在k空间中以旋转状获取数据的径向扫描等的非卡迪尔摄像。另外也可以为多个TE的回波平面型的k空间扫描法(多回波-回波平面成像法)。
并且，还可以使用根据在多个TE获取到的各个复数图像、相位分布来生成一张复数图像、相位分布的序列。例如，在使用能实现根据在多个TE得到的信号来得到图像的Dixon法的脉冲序列的情况下，在分离水和脂肪的过程中能够得到静磁场不均匀频率分布及偏移相位分布。
[图像重构：S1002]
接着，图像重构部320将步骤S1001中测量到的至少两个不同回波时间TEn(n表示回波编号，为1以上的整数)的回波信号在k空间上进行配置，进行傅里叶变换。由此，图像重构部320针对每个TE计算各像素值为复数的复数图像I(n)。
[局部性频率分布计算处理：S1003]
接着，局部性频率分布计算部330根据图像重构部320重构的复数图像I(n)计算局部性频率分布。局部性频率分布捕捉由生物体组织间的磁化率差引起的局部性频率变化，应用QSM法、SWI法，对于计算定量性磁化率分布、磁化率强调图像是必要的。
在说明局部性频率分布的具体计算方法之前，首先说明复数图像与局部性频率分布的关系。
如上所述，复数图像为根据在不同TE测量到的回波在每个TE重构图像而得到，包括绝对值成分和相位成分(相位分布)。本实施方式的局部性频率分布计算处理中，使用相位分布计算局部性频率分布。
此处，设TE的数量为N，则在第n个TE测量到的复数图像复数图像I(n)的相位分布P(n)能够分解为以下的数学式(1)所示的各成分。
[数学式1]
P(n)＝Pinhomo(n)+Poffset …(1)
数学式中，Pinhomo表示由于生物体组织间的磁化率差或被检体形状等产生的静磁场不均匀所引起的相位分布，Poffset表示测量时产生的接收相位或发送相位等偏移相位分布。
静磁场不均匀引起的相位分布Pinhomo中包括由于生物体组织间的磁化率差产生的局部磁场变化所引起的局部性相位分布和由于被检体形状等产生的全局性磁场变化所引起的全局性相位分布(也称作背景相位分布)。因此Pinhomo能分解为数学式(2)所示各成分。
[数学式2]
pinhomo(n)＝Plocal(n)+Pglobal(n) …(2)
式中，Plocal表示由于生物体组织间的磁化率差产生的局部磁场变化所引起的局部性相位分布，Pglobal表示由于被检体形状等产生的全局性磁场变化所引起的全局性相位分布。
另一方面，复数图像中的相位P与频率F存在预定关系(P＝2定关系数图)，局部性相位分布Plocal、全局性相位分布Pglobal使用TEn(表示第n个TE)分别以数学式(3)、(4)表示。
[数学式3]
Plocal(n)＝2πFlocalTEn …(3)
[数学式4]
Pglobal(n)＝2πFglobalTEn …(4)
式中，Flocal表示由于生物体组织间的磁化率差产生的局部磁场变化所引起的局部性频率分布，Fglobal表示由于被检体形状等产生的全局性磁场变化所引起的全局性频率分布。而且，以下，将Flocal与Fglobal的和表示为Finhomo，称作静磁场不均匀频率分布。可知根据以上数学式(1)～(4)计算偏移相位分布和全局性频率分布，能得到局部性频率分布。
局部性频率分布计算部330基于上述数学式(1)～(4)，根据由GrE法测量到的多回波复数图像的相位分布P(n)，计算局部性频率分布Flocal。此时，不减少SNR而实现减少局部性频率分布计算负担。
图6中表示本实施方式中局部性频率分布计算部330的处理(S1003)的细节。如图所示，局部性频率分布计算部330首先将复数图像I(n)变换为与原分辨率相比为低的分辨率(低分辨率)的复数图像i(n)(S1101)。然后，从低分辨率复数图像i(n)分离出低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset(S1102)。接着，使低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset高分辨率化，使得分辨率与测量到的复数图像I(n)相同，来计算全局性频率分布Fglobal和偏移相位分布Poffset(S1103)。然后，从测量到的复数图像I(n)去除全局性频率分布Fglobal和偏移相位分布Poffset，从而计算各回波的局部性频率分布Flocal(n)(S1104)。然后，通过对各回波的局部性频率分布Flocal(n)进行加权平均来得到最终的一个局部性频率分布Flocal(S1105)。
这些处理可以通过图3所示局部频率分布计算部330的各部分来实现。即，如图所示，局部频率分布计算部330具备：将复数图像I(n)变换为低分辨率复数图像i(n)的低分辨率变换部(第一分辨率变换部)331、从低分辨率复数图像i(n)分离出低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset的相位分布分离部332、以使分辨率与测量到的复数图像I(n)相同的方式将低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset高分辨率化从而计算全局性频率分布Fglobal和偏移相位分布Poffset的高分辨率变换部(第二分辨率变换部)333、从测量到的复数图像I(n)去除全局性频率分布Fglobal和偏移相位分布Poffset从而计算各回波的局部性频率分布Flocal(n)的相位去除部334、以及通过对各回波的局部性频率分布Flocal(n)进行加权平均来得到一个最终的局部性频率分布Flocal的加权平均部335。
以下，参照图6说明本实施方式的局部频率分布计算部330的各部分进行的处理内容。
[低分辨率化：S1101]
低分辨率变换部331使用线性插补或Cubic插补等公知手法将测量到的多回波复数图像I(n)变换为测量到的复数图像I(n)的分辨度以下的所希望的分辨率，计算低分辨率复数图像i(n)。此外，低分辨率变换部331还可以配合测量到的被检体的构造，通过例如使被检体内部的分辨度变粗、使其边缘变细等来计算根据区域不同而变换为任意分辨率的低分辨率复数图像i(n)。或者，还可以计算多个分辨率的复数图像i(n)。
[相位分布分离：S1102]
相位分布分离部332从低分辨率复数图像i(n)分离出低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset。该分离处理的方法可采用下述方法：通过求出相位差来得到去除了偏移相位分布的相位差图像，从该相位差图像分离全局性频率分布fglobal，进而使用低分辨率复数图像i(n)和全局性频率分布fglobal分离偏移poffset，或者可采用通过采用信号逻辑式的拟合来一次性计算低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset的方法等。这些分离处理的具体手法在其他实施方式中说明。
[高分辨率化：S1103]
高分辨率变换部333使用线性插补或Cubic插补等公知手法使低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset高分辨率化，以使分辨率与测量到的复数图像I(n)相同，从而计算全局性频率分布Fglobal和偏移相位分布Poffset。
此外，如图6中以虚线包围所示(高分辨率化变换前处理S1103-1)，可以在使低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset高分辨率化之前，对各低分辨率图像的边缘进行外插后进行高分辨率化。即在低分辨率图像中，由于存在图像边缘信息缺失的情况，因此在直接实现高分辨率的情况下，存在高分辨率图像中产生不连续(断续)的可能性。针对边缘信息，通过以与其接近的像素的信息对其进行外插，从而能够防止这样的不连续。外插方法并不特别限定，除了使用线性插补或Cubic插补，还可以采用多项式拟合等各种方法。
并且，还可以在使低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset高分辨率化之前，通过平滑化处理去除噪音后进行高分辨率化(平滑部的功能)。平滑化方法可采用任意窗口尺寸的平均值滤波或高斯滤波等各种方法。fglobal或poffset通常缓慢变化，因此可以通过进行平滑化处理来提高SNR。
[相位去除：S1104]
相位分布去除部334通过从测量到的复数图像I(n)去除全局性频率分布Fglobal和偏移相位分布Poffset来计算各回波的局部性频率分布Flocal(n)。各回波的局部性频率分布Flocal(n)能基于以下数学式(5)～(7)来计算。
首先测量到的复数图像I(n)使用各回波的局部性频率分布Flocal(n)、全局性频率分布Fglobal、偏移相位分布Poffset由数学式(5)表示。
[数学式5]
I(n)＝kM0exp{j2πFlocal(n)TEn}exp(j2πFglobalTEn)exp(jPoffset) …(5)
式中，j为虚数，M0为质子密度，k为依赖于测量序列的系数。
因此，从测量到的复数图像I(n)对全局性频率分布Fglobal和基于偏移相位分布Poffset的相位变化进行复数除法运算所得到的复数图像I’(n)由数学式(6)表示。
[数学数6]
此处，如数学式(7)所示，取复数图像I’(n)的相位成分，从相位成分变换为频率成分，由此能够计算各回波的局部性频率分布Flocal(n)。
[数学式7]
[加权平均：S1105]
加权平均部335通过对S1104中计算出的各回波的局部性频率分布Flocal(n)如数学式(8)所示进行加权平均来得到最终一个局部性频率分布Flocal。
[数学式8]
式中，w(n)为加权平均使用的权重，能够在加权平均部335或者计算机109内的存储装置预先设定。权重w(n)例如能够使用复数图像I(n)的绝对值成分|I(n)|和回波时间TEn并由数学式(9)来表示。
[数学式9]
此外，权重w(n)并不限定为数学式(9)所示。还可以取代绝对值成分|I(n)|，如数学式(10)所示，使用表观横向磁化弛豫速度R2*(横向弛豫时间T2*的倒数)。
[数学式10]
通过以上步骤，能够计算局部性频率分布Flocal。即，图4的步骤S1003的处理(局部性频率分布计算处理)结束。
通过以上步骤，不使用信号拟合就能够计算全局性频率分布fglobal和偏移相位分布poffset。因此，相比非专利文献1中记载的信号拟合(现有方法1)，能够缩短运算时间。而且，通过对针对每个复数图像计算所得进行加权平均，能够高精度计算全局性频率分布fglobal和偏移相位分布poffset。另外，根据本实施方式，由于耗费运算时间的全局性频率分布计算处理只需进行一次，因此相比专利文献1中记载的单独处理法(现有方法2)能够缩短运算时间。另外，由于在分离偏移相位分布poffset的基础上计算全局性频率分布fglobal，因此全局性频率分布fglobal的计算精度提高。
[分布图像计算：S1004]
返回图4，说明分布图像计算部340进行的处理(S1004)。分布图像例如包括磁场分布、定量性磁化率分布、磁化率强调图像等，根据S1003中计算出的局部性频率分布Flocal，可以使用QSM法或SWI法进行计算。图7中示出进行这些处理的分布图像计算部340的功能块图。
虽然在图示的例子中，分布图像计算部340具有定量性磁化率分布计算部710和磁化率强调图像计算部720，但也可以只具有其中一方。定量性磁化率分布计算部710具有使用局部性频率分布计算部330计算出的局部性频率分布来计算局部磁场分布的局部磁场计算部711、以及使用局部磁场计算部710计算出的局部磁场和磁场与磁化率的关系式来计算磁化率分布的磁化率分布计算部712。磁化率强调图像计算部720具有使用局部性频率分布计算部330计算出的局部性频率分布来生成磁化率强调掩膜的掩膜生成部721、以及通过多个复数图像的绝对值成分与掩膜生成部721所生成的磁化率强调掩膜相乘来生成磁化率强调图像的磁化率强调图像生成部722。
以下，作为分布图像计算部340进行的具体处理例，说明采用了QSM法计算定量性磁化率分布(定量性磁化率分布计算部710的处理)和采用了SWI法计算磁化率强调图像(磁化率强调图像计算部720的处理)。
[采用了QSM法的定量性磁化率分布计算法]
在QSM法中，计算由于生物体组织间的磁化率差产生的局部性磁场变化，使用磁场与磁化率的关系式来计算定量性磁化率分布。因此，首先局部磁场计算部711使用局部性频率分布Flocal来计算磁场变化。
此处在采用如上所述计算出的局部性频率分布Flocal时，若设位置矢量为r，则由于组织间的磁化率差产生的相对的磁场变化(磁场分布)δ(r)由以下数学式(11)来表示。
[数学式11]
式中，γ表示质子的核磁旋转比，B0表示静磁场强度。
接着磁化率分布计算部712使用磁场分布δ(r)(局部磁场)与磁场和磁化率的关系式来计算磁化率分布。
此处磁场分布δ(r)通过与静磁场相关的麦克斯韦方程式使用生物体内的磁化率分布χ(r)由以下数学式(12)表示。
[数学式12]
式中，α表示矢量(r’-r)与静磁场方向所成的角度，d(r)表示点偶极子磁场。
如数学式(12)所示，磁场分布δ(r)由磁化率分布χ(r)与点偶极子磁场d(r)的卷积积分表示。因此，通过对数学式(12)的两边进行傅里叶变换，数学式(12)被变换为以下数学式(13)。
[数学式13]
此处，k＝(kx，ky，kz)表示k空间上的位置矢量，Δ(k)、X(k)、D(k)分别表示磁场分布δ(r)、磁化率分布χ(r)、点偶极子磁场d(r)的傅里叶成分。
如数学式(13)所示，磁化率分布的傅里叶成分X(k)可以通过磁场分布的傅里叶成分Δ(k)除以点偶极子磁场的傅里叶成分D(k)来计算。然而，由于在D(k)＝0附近的区域中其倒数发散，因此数学式(13)不能直接计算X(k)。
该D(k)＝0区域被称作魔角，是相对于磁场方向具有大约54.7°的2倍的顶角的逆向双圆锥区域。由于魔角的存在，由磁场分布推定磁化率分布的QSM法被归结为病态逆问题(ill-conditioned inverse problem)，提出有若干解法。
其代表性方法具有下述各方法：在基于磁场与磁化率的关系式的限制条件下，重复对由磁场分布计算出的磁化率分布进行平滑化处理的方法(本发明人的日本专利申请2014-228843号记载的方法)；通过磁场分布及点偶极子磁场的k空间上的运算来计算磁化率分布的TKD(Truncated-based K-space Division)法；将由TKD法计算出的磁化率分布和根据阈值处理提出了微细构造的磁化率分布通过重复运算进行合成的Iterative SWIM(Susceptibility Weighted Imaging and Mapping)法；采用正则化最小二乘法的MEDI法(Morphology enabled dipole inversion)法。
本实施方式的磁化率强调图像计算部720使用这些方法来计算定量性磁化率分布。本实施方式中，可以使用任一种方法计算定量性磁化率分布。
[采用SWI法的磁化率强调图像计算法]
以下，说明由磁化率强调图像计算部720进行的、基于SWI法的磁化率强调图像计算法。
本实施方式中，首先，掩膜生成部721根据局部性频率分布Fglobal生成强调磁化率的磁化率强调掩膜。具体地，设任意频率fm以下的值为0，0以上的频率为1，生成设定为0与1间线性连接的值的强调掩膜。
然后，磁化率强调图像生成部722在对强调掩膜以任意次数相乘后，与任意TE的复数图像的绝对值成分(绝对值图像)相乘，由此计算磁化率强调图像。
此外，本实施方式的磁化率强调图像的计算法不限于上述方法。可应用公知的各种手法。
[图像表示：S1005]
分布图像计算部340计算出的定量性磁化率分布、磁化率强调图像可以显示在显示器110(图2)中。或者可以在外部存储装置111中作为图像数据保存，并在所希望的显示装置进行显示。
此外，图4及图6所示流程为一个例子，将其一部分省略或者追加其他处理也包含在本实施方式中。例如，也可以省略图4的图像表示S1005，例如在TE不同的复数图像为两个的情况等时，也可以省略图6的加权平均S1105。
以上，说明了本实施方式的MRI装置的结构和其计算机进行的各处理。本实施方式的MRI装置的特征在于，具备：向配置在静磁场内的被检体发送高频磁场脉冲的发送部、接收所述被检体产生的核磁共振信号的接收部、处理所述接收部接收到的核磁共振信号并生成测量数据的信号处理部、以及对所述信号处理部生成的测量数据进行运算的计算机，计算机具备实现以下处理的功能。
即，本实施方式的计算机将在至少两个不同回波时间测量到的多回波复数图像变换为低分辨率图像。从低分辨率多回波复数图像的相位分布，分离出全局性磁场变化所引起的全局性频率分布和包括接收或发送相位等的偏移相位分布。使计算出的全局性频率分布和偏移相位分布高分辨率化。根据测量到的多回波复数图像和高分辨率全局性频率分布和高分辨率偏移相位分布来计算各回波的局部频率分布。对各回波的局部频率分布进行加权平均来计算最终的局部频率分布。
因此，计算机具备：将由MRI装置获取到的多个复数图像数据分别变换为相比该图像数据为低分辨率的第一分辨率变换部、从由所述第一分辨率变换部处理过的低分辨率图像分离出全局性频率分布和偏移相位分布的相位分布分离部、将由所述相位分布分离部分离后的所述全局性频率分布及偏移相位分布变换为与所述多个图像数据相同分辨率的第二分辨率变换部、使用由所述第二分辨率变化部处理过的所述全局性频率分布及偏移相位分布和所述多个图像数据来计算局部性频率分布的局部性频率分布计算部。
另外，虽然不是必须的，但是本实施方式的计算机还可以具备在使低分辨率偏移相位分布及/或低分辨率全局性频率分布变换为高分辨率时进行平滑化的单元或对边缘数据进行外插的单元。
具备上述功能的计算机可以是MRI装置的一部分，也可以是独立于MRI装置的运算处理装置。即本实施方式不仅包括MRI装置，还包括具有上述功能的计算机(运算处理装置)。
根据本实施方式的MRI装置(或运算处理装置)及图像处理方法，可以简单地以高精度计算局部性频率分布，使用其能够得到高精度的定量性磁化率分布、磁化率强调图像等所希望分布图像。
基于以上说明的第一实施方式，说明计算机的局部性频率分布计算部、尤其是将相位分布分离部的功能具体化的实施方式。此外，除非另有说明，第一实施方式的说明中所参照的图1～图6所示结构、处理在以下说明的各实施方式中通用，可适当参照这些附图，省略针对在这些附图中记载的各要素的重复说明。
<第二实施方式>
本实施方式中，在相位分布分离部332(图3)从低分辨率复数图像i(n)分离低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset时，生成相位差图像，求出排除了偏移相位分布后的静磁场不均匀频率分布，从该静磁场不均匀频率分布分离出全局性频率分布fglobal。
作为其前提，本实施方式中也如图6的流程图所示，进行低分辨率化处理(S1101)，另外接着相位分布分离处理(S1102)进行高分辨率化处理(S1103)、相位分布去除处理(S1104)等。图8中表示本实施方式的相位分布分离处理(图6：S1102)的概要。
首先，相位分布分离部332在通过低分辨率变换部331使复数图像I(n)低分辨率化得到的低分辨率复数图像i(n)中，计算(N-1)组相邻回波间的相位差分布Δp(n)(S1201)。然后，对计算出的相位差分布Δp(n)进行加权平均来计算一个相位差分布Δp(S1202)。对相位差分布Δp实施相位解卷绕处理(S1203)，换算为频率成分并计算静磁场不均匀频率分布finhomo(S1204)。通过采用频率分布分离的全局性频率分布计算处理，根据静磁场不均匀频率分布finhomo计算全局性频率分布fglobal(S1205)。通过从低分辨率复数图像i(TEn)去除由静磁场不均匀频率分布finhomo导致的相位变化，由此计算各回波的偏移相位分布poffset(n)(S1206)。通过对各回波的偏移相位分布poffset(n)进行加权平均来计算偏移相位分布poffset(S1207)。通过以上步骤，可以不采用信号拟合而计算低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset。
将用于实现这些的相位分布分离部332的功能块图示于图9。如本图所示，相位分布分离部332具备：计算(N-1)组相邻回波间的相位差分布Δp(n)的相位差计算部901、针对对计算出的相位差分布Δp(n)进行加权平均而得到的相位差分布Δp实施相位解卷绕处理的相位解卷绕部902、将相位差成分换算为频率成分并计算静磁场不均匀频率分布finhomo的频率变换部903、根据静磁场不均匀频率分布finhomo计算全局性频率分布fglobal的全局性频率分布计算部(频率分布分离部)904、从低分辨率复数图像i(n)去除由静磁场不均匀频率分布finhomo导致的相位变化从而计算各回波的偏移相位分布poffset(n)的偏移相位计算部905。
以下，参照图8详细叙述相位分布分离部332的各部分进行的处理内容。
[相位差分布计算：S1201]
在相位差计算部901张计算(N-1)组在低分辨率多回波复数图像i(n)中相邻回波间的相位差分布Δp(n)。此处，第(n+1)个回波时间TEn+1时的低分辨率复数图像i(n+1)和第n个回波时间TEn时的低分辨率复数图像i(n)分别使用低分辨率的静磁场不均匀频率分布finhomo和低分辨率偏移相位poffset，并由数学式(14)和数学式(15)表示。
[数学式14]
i(n+1)＝kn+1M0exp(j2πfinhomoTEn+1)exp(jpoffset) …(14)
[数学式15]
i(n)＝knM0exp(j2πfinhomoTEn)exp(jpoffset) …(15)
此处，将TEn+1与TEn之间的回波间隔(回波时间差量)设为ΔTEn时，i(n+1)以i(n)进行复数除法运算得到的复数比图像Δi(n)由数学式(16)表示。
[数学式16]
因此，相邻回波间的相位差分布Δp(n)能通过数学式(17)来计算。
[数学式17]
Δp(n)＝arg{Δi(n)}＝2πfinhomoΔTEn …(17)
如数学式(16)、(17)分别所示可知，相邻回波间的相位差分布Δp(n)中，低分辨率的偏移相位分布poffset被去除，仅依赖于静磁场不均匀所引起的静磁场不均匀频率分布finhomo导致的相位变化。
S1201中，该处理重复(N-1)次，从而计算(N-1)组相邻回波间的相位差分布Δp(n)。
[加权平均：S1202]
接着，如数学式(18)所示，加权平均部335通过对相邻回波间的相位差分布Δp(n)进行加权平均来计算一个相位差分布Δp。
[数学式18]
式中，w(n)为权重，可使用任意权重，例如第一实施方式的步骤S1003(图4)中对各回波的局部频率分布Flocal(n)进行加权平均时采用的权重(数学式(9)、数学式(10)所示权重)等。此外，加权平均部335中的加权平均处理还可以为数学式(19)所示那样在复数图像上进行加权平均后计算相位成分的方法。
[数学式19]
由于通过该加权平均处理计算出的相位差分布Δp的SNR得到改善，因此下文叙述的处理的精度提高。
[相位解卷绕：S1203]
接着，在相位解卷绕部902中，对相位差分布Δp执行用于去除超出-行用于范围折返相位的相位解卷绕处理。在相位差分布Δp中的一部分区域，超出-π～π的范围的相位值在-π至π的范围内折返。因此，为了在摄像部位(例如头部等)的全部区域求出正确的相位，需要校正这些折返。本实施方式中，例如使用区域扩大法等校正在-π～π的范围内折返的相位值。
频率变换：S1204
接着，如数学式(20)所示，频率变换部903将相位差分布Δp变换为静磁场不均匀频率分布finhomo。
[数学式20]
[全局性频率分布计算(频率分布分离)：S1205]
接着，全局性频率分布计算部904从静磁场不均匀频率分布finhomo分离出生物体组织间的磁化率差等所引起的局部性频率变化和生物体形状等所引起的全局性频率变化，计算全局性频率分布fglobal。
作为计算全局性频率分布的典型性方法，具有通过Spherical Mean Value(SMV)滤波处理来计算的方法，能采用这一方法。SMV滤波处理利用全局性频率分布fglobal能进行球面调和函数展开。球面调和函数具有在任意点r的值与其周围具有任意半径的球内的平均值相等的特性。SMV滤波处理利用该特性来计算全局性频率分布fglobal。
作为计算全局性频率分布的方法，除了具有上述方法之外，例如还具有通过组合了上述SMV滤波处理和L2范数正则化项的最小二乘处理来计算全局性频率分布的方法、将三维图像以低次多项式进行拟合从而计算频率分布的方法等。本实施方式中，可以使用这些其他方法。
[偏移相位计算：S1206]
接着，在偏移相位计算部905中，通过从低分辨率多回波复数图像i(n)的各回波图像去除静磁场不均匀频率分布finhomo导致的相位旋转，从而计算各回波的偏移相位分布poffset(n)。
此处，将从低分辨率多回波复数图像i(n)去除由静磁场不均匀频率分布finhomo所导致的相位旋转后的复数图像设为i’(n)，则i’(n)使用数学式(15)由数学式(21)表示。
[数学式21]
i′(n)＝i(n)exp(-j2πfinhomoTEn)＝knM0exp{jpoffset(n)} …(21)
因此，各回波的偏移相位分布poffset(n)能通过数学式(22)来计算。
[数学式22]
poffset(n)＝arg{i′(n)} …(22)
如数学式(21)、(22)所示可知，复数图像i’(n)的相位成分中去除了静磁场不均匀频率finhomo导致的相位旋转。
[加权平均：S1207]
接着，在加权平均部335中，如数学式(23)所示，通过对各回波的偏移相位分布poffset(n)进行加权平均，从而计算一个偏移相位分布poffset。
[数学式23]
式中，w(n)为权重，可使用任意权重，例如前述的数学式(9)、数学式(10)所示的权重等。此外，该加权平均处理也可以是如数学式(24)所示那样，在复数图像上进行加权平均后计算相位成分的方法。
[数学式24]
通过该加权平均处理使得偏移相位分布poffset的SNR得以改善，因此计算精度提高。
而且，图8所示处理流程中，不限定S1205、S1206及S1207的处理的顺序。即，也可以在计算全局性频率分布后(S1205)，进行加权平均(S1207)，计算偏移相位分布(S1206)。
在将以上的相位分布分离处理中计算出的低分辨率全局性频率分布和低分辨率偏移相位分布变换为原分辨率后(图6：S1103)，将它们从测量到的复数图像I(n)中去除(图6：S1104)，计算局部性频率分布flocal。并且使用局部性频率分布，能够获取磁场分布、定量性磁化率分布、磁化率强调图像等分布图像(图4：S1004)。
根据本实施方式，与第一实施方式同样地，由于使用低分辨率化得到的像素数少的分布来进行偏移相位分布和全局性频率分布的分离，因此运算时间被缩短，并且，从复数图像去除全局性频率分布的处理可以仅将在低分辨率阶段分离并恢复为高分辨率的偏移相位分布和全局性频率分布从原复数图像去除，因此将进一步缩短运算时间。另外不仅能分离全局性频率分布还能分离偏移相位分布，从而能提高背景去除处理(全局性频率分布去除)的精度。进而，通过对在每个回波得到的低分辨率偏移相位分布、局部性频率分布进行加权加算，从而能够提高最终得到的局部性频率分布的SNR。
[第三实施方式]
上述第二实施方式中，如图8及图9所示，相位分布分离部332首先求出低分辨率复数图像i(n)的相位差，在去除偏移相位分布后进行相位解卷绕及频率变换，从而计算低分辨率全局性频率分布，进而计算低分辨率偏移相位分布。
本实施方式中，相位分布分离部332通过采用信号拟合处理，从低分辨率复数图像i(n)一次性分离出低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset。
本实施方式中，与第一及第二实施方式相同地，也如图6的流程图所示进行低分辨率化处理(S1101)，另外接着相位分布分离处理(S1102)进行高分辨率化处理(S1103)、相位分布去除处理(S1104)等。
以下，参照图10及图11说明本实施方式中采用信号拟合处理的相位分布分离处理(S1102)。图10是表示相位分布分离部332的处理概要的图，图11是表示相位分布分离部332的功能的功能块图。
如图10所示，相位分布分离部332在通过低分辨率变换部331使复数图像I(n)低分辨率化得到的低分辨率复数图像i(n)中，通过采用GrE法的信号模型的拟合，来计算静磁场不均匀频率分布finhomo和偏移相位分布poffset(S1301)。将通过信号拟合计算出的偏移相位成分设定为偏移相位分布poffset(S1302)。然后，对通过信号拟合计算出的静磁场不均匀频率进行频率解卷绕来计算静磁场不均匀频率分布finhomo(S1303)。通过全局性频率分布计算处理(频率分布分离处理)，根据频率解卷绕得到的静磁场不均匀频率分布finhomo计算全局性频率分布fglobal(S1304)。通过以上步骤，对于低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset不经单独处理就能分别计算。
为了实现这些，本实施方式的相位分布分离部332如图11所示，具备：使低分辨率复数图像i(n)与GrE法的信号模型进行信号拟合的信号拟合部911、将通过信号拟合处理得到的偏移相位成分设定为偏移相位分布poffset的偏移相位分布设定部912、对通过信号拟合计算出的静磁场不均匀频率分布进行频率解卷绕并计算静磁场不均匀频率分布finhomo的频率解卷绕部913、以及根据频率解卷绕得到的静磁场不均匀频率分布finhomo计算全局性频率分布fglobal的全局性频率分布计算部914。
以下，参照图10详细叙述本变形例的相位分布分离部332的各部分进行的处理的具体内容。
[拟合：S1301]
在信号拟合部911中，使低分辨率多回波复数图像i(n)与GrE法的信号模型进行信号拟合。将像素内的质子密度分布设为M0，将表观横向弛豫速度分布设为R2*，则通过GrE法测量到的像素内的信号模型S(n)由数学式(25)表示。
[数学式25]
通过使低分辨率多回波复数图像i(n)与数学式(25)的信号模型进行最小二乘拟合，可以分别计算质子密度分布为M0、表观横向弛豫速度分布R2*、暂时性静磁场不均匀频率分布f’inhomo、偏移相位分布poffset。信号拟合除了使用最小二乘法之外，还可采用对最小二乘法附加了称作正则化项的限制项的正则化项最小二乘法等公知方法进行信号拟合。
[偏移相位分布：S1302]
接着，S1302中，在偏移相位分布设定部912中，将通过信号拟合处理得到的偏移相位成分设定为偏移相位分布poffset。
[频率解卷绕：S1303]
在频率解卷绕部913中，针对通过信号拟合计算出的暂时性静磁场不均匀频率分布f’inhomo进行频率解卷绕，并计算静磁场不均匀频率分布finhomo。
此处，若将回波间隔(回波时间差量)ΔTE的倒数设为fnyq，则在暂时性静磁场不均匀频率分布f’inhomo的一部分区域中，超出-fnyq/2～+fnyq/2范围的频率在-fnyq/2～+fnyq/2的范围内折返。对这些折返进行校正的处理为频率解卷绕，本实施方式中，例如采用区域扩大法等，校正在-fnyq/2～+fnyq/2的范围内折返的频率。可以通过进行这样的频率解卷绕在摄像部位(例如头部等)的全部区域中求出正确相位。
[全局性频率分布计算：S1304]
接着，在全局性频率分布计算部914中，从静磁场不均匀频率分布finhomo分离出起因于生物体形状等所产生的局部性频率变化和全局性频率变化，计算全局性频率分布fglobal。全局性频率分布计算部914进行的处理与第二实施方式的全局性频率分布计算部904的处理(图8：S1205)相同，例如能采用SMV滤波处理或其他手法。
通过以上步骤，可以一次性计算低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset。然后，在将计算出的低分辨率全局性频率分布和低分辨率偏移相位分布变换为与测量到的复数图像相同分辨率后(图6：S1103)，将它们从测量到的复数图像中去除(图6：S1104)，计算局部性频率分布局部性频率分布flocal。进而可以使用局部性频率分布，来获取磁场分布、定量性磁化率分布、磁化率强调图像等分布图像(图4：S1004)。
根据本实施方式，由于以低分辨率化得到的数据进行拟合，因此相比现有拟合法，能缩短运算时间。另外，由于是低分辨率图像，因此噪音减少，信号拟合精度提高。另外，根据本实施方式，由于耗费运算时间的全局性频率分布计算处理只需进行一次，因此相比现有的单独处理法，能够缩短运算时间。另外，由于在分离偏移相位分布poffset分离之后计算全局性频率分布fglobal，因此全局性频率分布fglobal的计算精度提高。
<第四实施方式>
接着，说明本发明的第四实施方式。第三实施方式是关于作为对象的物质为一种情况(例如只有水信号)的实施方式。而本实施方式针对作为对象的部位中同时存在第一物质(例如水信号)和与第一物质不同共振频率的第二物质(例如脂肪信号)的情况，根据至少两个以上的不同TE的多回波复数图像来计算局部性频率分布。
本实施方式中采用的MRI装置100基本具有与第一实施方式相同的结构。另外图4及图6所示处理的概要也通用，但是相位分布分离处理(图6：S1102)的内容不同。以下，针对本实施方式，主要着眼于不同于第一实施方式的相位分离部332的结构进行说明。
使用图12说明本实施方式的采用信号拟合处理的相位分布分离处理(S1102)。此外在本实施方式中，以第一物质为水、第二物质为脂肪进行说明。
相位分布分离部332在通过低分辨率变换部331使复数图像I(n)低分辨率化得到的低分辨率复数图像i(n)中，通过采用GrE法的信号模型的拟合，计算水的信号强度W与脂肪的信号强度F、静磁场不均匀频率分布finhomo和零次相位分布(S1401)。然后，将通过信号拟合计算出的零次相位成分设定为偏移相位分布poffset(S1402)。通过合成偏移相位分布poffset和起因于水和脂肪的频率差Ffat而根据TEn发生变化的相位成分pfat(n)来计算合成偏移相位分布padd(n)(S1403)。然后，对通过信号拟合计算出的静磁场不均匀频率进行频率解卷绕来计算静磁场不均匀频率分布finhomo(S1404)。通过全局性频率计算处理，根据频率解卷绕得到的静磁场不均匀频率分布finhomo计算全局性频率分布fglobal(S1405)。通过以上步骤，可以分别计算低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset(包括起因于水和脂肪的频率差的相位差pfat)。
为了实现这些，本实施方式的相位分布分离部332如图13所示，具备：使低分辨率复数图像i(n)与包括水和脂肪的GrE法的信号模型进行信号拟合的信号拟合部921、将通过信号拟合处理得到的偏移相位成分设定为偏移相位分布poffset的偏移相位分布设定部922、将偏移相位分布poffset与由水和脂肪的频率差ffat引起的相位成分pfat(n)合成来计算合成偏移相位分布padd(n)的合成偏移相位分布计算部923、对通过信号拟合计算出的静磁场不均匀频率分布进行频率解卷绕并计算静磁场不均匀频率分布finhomo的频率解卷绕部924、以及通过全局性频率分布计算处理根据频率解卷绕得到的静磁场不均匀频率分布finhomo计算全局性频率分布fglobal的全局性频率分布计算部925。
以下，说明图12的各处理。
[拟合：S1401]
首先在S1401中，在信号拟合部921中，使低分辨率复数图像i(n)与采用GrE法的信号模型进行拟合，来计算静磁场不均匀频率分布finhomo和偏移相位分布poffset。此处，若将像素内水的信号强度设为W，将脂肪的信号强度设为F，将水与脂肪的共振频率差设为ffat，则通过GrE法测量到的像素内信号模型S(n)由数学式(26)表示。
[数学式26]
S(n)＝{W+Fexp(j2πffatTEn)}exp(j2πfinhomoTEn)exp(jpoffset) …(26)
通过使测量到的低分辨率多回波复数图像i(n)与数学式(26)的信号模型S(n)进行最小二乘拟合，能分别计算像素内水的信号强度W、脂肪的信号强度F、暂时性静磁场不均匀频率分布f’inhomo、偏移相位分布poffset。信号拟合除了使用最小二乘法之外，还可使用对最小二乘法附加了称作正则化项的限制项的正则化项最小二乘法等公知方法进行信号拟合。另外数学式(26)的{W+F(j2πffatTEn)}是由水与脂肪的共振频率差ffat引起的相位成分pfat(n)，可以使用W和F来计算。
[偏移相位分布设定：S1402]
在偏移相位分布设定部922中，将通过信号拟合处理得到的相位成分设定为偏移相位分布poffset。
[合成偏移相位分布计算：S1403]
另外，与偏移相位分布同样地，水与脂肪的共振频率差所引起的相位成分pfat(n)是为了计算局部性频率分布flocal而应该被去除的成分。于是，在S1403中，在合成偏移相位分布计算部923中，首先如数学式(27)所示，计算将偏移相位分布poffset和由水与脂肪的频率差ffat引起的相位成分pfat(n)合成得到的相位分布(称作合成偏移相位分布)padd(n)。
[数学式27]
padd(n)＝pfat(n)+poffset＝arg{W+Fexp(j2πffatTEn)}+poffset …(27)
[频率解卷绕：S1404]
在频率解卷绕部924中，对通过信号拟合计算出的暂时性静磁场不均匀频率分布f’inhomo进行频率解卷绕并计算静磁场不均匀频率分布finhomo。频率解卷绕手法与第三实施方式相同，超出-fnyq/2～+fnyq/2的范围，对在-fnyq/2～+fnyq/2范围内折返的频率成分进行校正。此外“fnyq”是回波间隔(回波时间差量)ΔTE的倒数。
[频率分布分离：S1405]
接着，在全局性频率分布计算部(频率分布分离部)925中，从静磁场不均匀频率分布finhomo分离出起因于生物体形状等而产生的局部性频率变化和全局性频率变化，计算全局性频率分布fglobal。该计算手法与第二实施方式的全局性频率分布计算部(频率分布分离部)904的处理(图8：S1205)相同，例如可以采用SMV滤波处理或其他手法。
通过以上步骤，可以计算低分辨率全局性频率分布fglobal和包括偏移相位分布poffset和脂肪导致的相位变化pfat的低分辨率合成偏移相位分布padd。然后，通过高分辨率变换部333在使低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率合成偏移相位分布padd高分辨率化后，通过相位去除部334计算各回波的局部性频率分布，通过加权平均部335计算最终的局部频率分布。
然后，如图4所示，在将图13所示的相位分布分离处理中计算出的低分辨率全局性频率分布和低分辨率合成偏移相位分布变换为原分辨率后(图6：S1103)，将它们从测量得到的复数图像I(n)中去除(图6：S1104)，计算局部性频率分布flocal。进而可以使用局部性频率分布，来获取磁场分布、定量性磁化率分布、磁化率强调图像等分布图像(图4：S1004)。
根据本实施方式中，即使在水和脂肪混在一起的部位，也能够以短时间且高精度地计算低分辨率全局性频率分布fglobal和低分辨率偏移相位分布poffset。另外在求取最终的局部频率分布时，可以计算由不需要的水和脂肪的共振频率差所导致的相位成分pfat，可以以高精度计算局部频率分布。其结果为，即使在水和脂肪同时存在的部位，也可以计算去除了脂肪导致的相位旋转的影响的QSM、SWI。
符号的说明
100：MRI装置，101：被检体，102：静磁场线圈，103：磁场梯度线圈，104：匀场线圈，105：发送线圈，106：接收线圈，107：发射机，108：接收机，109：计算机，110：显示器，111：外部存储装置，112：磁场梯度用电源部，113：匀场用电源部，114：序列控制装置，115：输入装置，120：MRI装置，130：MRI装置，310：测量控制部，320：图像重构部，330：局部性频率分布计算部，331：低分辨率变换部(第一分辨率变换部)，332：相位分布分离部，333：高分辨率变换部(第二分辨率变换部)，334：相位去除部，335：加权平均部，340：分布图像计算部，901：相位差计算部，902：相位解卷绕部，903：频率变换部，904：全局性频率分布计算部(频率分布分离部)，905：偏移相位计算部，911：信号拟合部，912：偏移相位分布设定部，913：频率解卷绕部，914：全局性频率分布计算部(频率分布分离部)，921：信号拟合部，922：偏移相位分布设定部，923：合成偏移相位分布计算部，924：频率解卷绕部，925：全局性频率分布计算部(频率分布分离部)。

Claims (12)

1.一种磁共振成像装置，其具备：发送部，其对配置在静磁场内的被检体发送高频磁场脉冲；接收部，其接收所述被检体产生的核磁共振信号；磁场梯度产生部，其对静磁场赋予磁场梯度；以及计算机，其对接收到的所述核磁共振信号实施运算，该磁共振成像装置的特征在于，
所述计算机具备：
图像重构部，其根据在多个不同回波时间获取到的核磁共振信号生成多个复数图像；
第一分辨率变换部，其将所述多个复数图像分别变换成相比该复数图像为低分辨率；
相位分布分离部，其从由所述第一分辨率变换部处理的低分辨率图像分离全局性频率分布和偏移相位分布；
第二分辨率变换部，其将由所述相位分布分离部分离的全局性频率分布及偏移相位分布变换为与所述多个复数图像相同的分辨率；以及
局部性频率分布计算部，其使用由所述第二分辨率变换部处理的全局性频率分布及偏移相位分布和所述多个复数图像来计算局部性频率分布。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述相位分布分离部具备：
相位差计算部，其针对多个所述低分辨率图像计算图像间的相位差；
折返去除部，其去除所述相位差计算部计算出的相位差的相位折返；
频率变换部，其将由所述折返去除部去除了折返的相位差换算为频率并计算频率分布；
频率分布分离部，其将所述频率分布计算部计算出的频率分布分离为全局性频率分布和局部性频率分布；以及
偏移相位分布计算部，其使用所述低分辨率图像和由所述频率变换部计算出的频率分布，计算偏移相位分布。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述相位分布分离部具备：
拟合部，其使多个所述低分辨率图像分别与测量时的信号逻辑式拟合，并计算频率分布和偏移相位分布；
折返去除部，其去除所述频率分布的折返；以及
频率分布分离部，其将由所述折返去除部去除了折返的频率分布分离为全局性频率分布和局部性频率分布。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述相位分布分离部具备：
拟合部，其设定包括第一物质的信号和共振频率与该第一物质不同的第二物质的信号的信号逻辑式，使多个所述低分辨率图像分别与所述信号逻辑式拟合，并计算由所述第一物质与所述第二物质的共振频率差引起的相位分布、频率分布、偏移相位分布；
频率分布分离部，其将通过所述拟合部计算出的频率分布分离为全局性频率分布和局部性频率分布；以及
合成偏移相位分布计算部，其合成由所述共振频率差引起的相位分布和所述偏移相位分布来计算合成偏移相位分布，
所述第二分辨率变换部将所述全局性频率分布和所述合成偏移相位分布变换为与所述多个复数图像相同的分辨率，所述局部性频率分布计算部使用由所述第二分辨率变换部处理的全局性频率分布及合成偏移相位分布和多个复数图像来计算局部性频率分布。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述第一物质和所述第二物质为水和脂肪。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述计算机还具备：加权平均部，其将针对多个所述复数图像中的每一个复数图像计算出的所述全局性频率分布及/或局部性频率分布进行加权平均。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述第二分辨率变换部具备使全局性频率分布及/或偏移相位分布平滑化的平滑部。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
还具备：
局部磁场计算部，其使用所述局部性频率分布计算部计算出的局部性频率分布来计算局部磁场分布；以及
磁化率分布计算部，其使用所述局部磁场计算部计算出的局部磁场和磁场与磁化率的关系式来计算磁化率分布。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
还具备：
掩膜生成部，其使用所述局部性频率分布计算部计算出的局部性频率分布来生成磁化率强调掩膜；以及
磁化率强调图像生成部，其对所述多个复数图像的绝对值成分乘以所述掩膜生成部生成的磁化率强调掩膜来生成磁化率强调图像。
10.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
具有作为独立的图像处理装置的所述计算机。
11.一种图像处理方法，其使用通过磁共振成像装置在不同回波时间获取到的多个复数图像来计算局部频率分布，其特征在于，
将所述多个复数图像分别变换成相比该复数图像为低分辨率的图像数据，
从低分辨率的复数图像分离出全局性频率分布和偏移相位分布，
将所述全局性频率分布及偏移相位分布变换为与所述多个图像数据相同的高分辨率的数据，
使用变换为高分辨率的全局性频率分布及偏移相位分布和所述多个复数图像来计算局部性频率分布。
12.一种图像处理方法，其使用通过磁共振成像装置在不同回波时间获取到的多个复数图像来计算局部频率分布，其特征在于，
将所述多个复数图像分别变换成相比该复数图像为低分辨率的图像数据，
设定包括第一物质的信号和共振频率与该第一物质不同的第二物质的信号的信号逻辑式，使多个所述低分辨率图像分别与所述信号逻辑式拟合，计算由所述第一物质与所述第二物质的共振频率差所引起的相位分布、频率分布、偏移相位分布，
将所述频率分布分离为全局性频率分布和局部性频率分布，
合成由所述共振频率差所引起的相位分布和所述偏移相位分布，计算合成相位分布，
将从所述频率分布分离出的全局性频率分布和所述合成相位分布变换为与所述多个复数图像相同的分辨率，
使用变换为与所述多个复数图像相同分辨率的全局性频率分布及合成相位分布和所述多个复数图像来计算局部性频率分布。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115115727A (zh) * 2022-05-18 2022-09-27 首都医科大学附属北京友谊医院 核磁图像处理方法、系统、设备及存储介质
CN117542485A (zh) * 2023-11-21 2024-02-09 江苏瑞康成医疗科技有限公司 一种影像检查的智慧处理方法及系统
CN117542485B (zh) * 2023-11-21 2024-05-10 江苏瑞康成医疗科技有限公司 一种影像检查的智慧处理方法及系统

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6987339B2 (ja) 2017-09-11 2021-12-22 富士フイルムヘルスケア株式会社 磁気共鳴イメージング装置
CN111311606B (zh) * 2020-01-20 2023-05-05 四川大学 连续相位图获取方法、装置、计算机设备和可读存储介质
JPWO2021177353A1 (zh) * 2020-03-04 2021-09-10
CN113805130B (zh) * 2020-06-17 2024-01-30 西门子(深圳)磁共振有限公司 快速磁化率敏感性成像方法、装置及磁共振成像系统
US11935211B2 (en) * 2020-09-21 2024-03-19 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Systems and methods for image processing
WO2022109287A1 (en) * 2020-11-20 2022-05-27 Resonance Research, Inc. Mapping and correction of inhomogeneity in magnetic resonance imaging magnetic field
JP2023032832A (ja) * 2021-08-27 2023-03-09 富士フイルムヘルスケア株式会社 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置および画像処理方法

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070252595A1 (en) * 2006-02-22 2007-11-01 Volegov Petr L Direct Imaging of Neural Currents Using Ultra-Low Field Magnetic Resonance Techniques
CN103293498A (zh) * 2012-02-27 2013-09-11 医影量有限责任公司 提供磁化率定量成像的系统和方法
CN103764025A (zh) * 2011-10-12 2014-04-30 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及磁化率强调图像生成方法
CN103826535A (zh) * 2011-09-28 2014-05-28 国立大学法人熊本大学 图像分析装置、图像分析方法及图像分析程序
CN104349716A (zh) * 2012-10-10 2015-02-11 株式会社日立制作所 磁共振成像装置
US20150084628A1 (en) * 2013-09-26 2015-03-26 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus, image processing apparatus, and susceptibility map calculation method
US20150276905A1 (en) * 2012-09-06 2015-10-01 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US20150338492A1 (en) * 2012-11-16 2015-11-26 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging device and quantitative susceptibility mapping method

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4250255B2 (ja) * 1999-04-22 2009-04-08 株式会社日立メディコ 温度計測方法及び磁気共鳴イメージング装置
US9285449B2 (en) * 2011-06-15 2016-03-15 Chunlei Liu Systems and methods for imaging and quantifying tissue magnetism with magnetic resonance imaging
JP6013137B2 (ja) * 2012-10-26 2016-10-25 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置および周波数シフト量測定方法
EP2762910A1 (en) * 2013-01-30 2014-08-06 Samsung Electronics Co., Ltd Susceptibility-weighted magnetic resonance imaging
GB201301795D0 (en) * 2013-02-01 2013-03-20 Ucl Business Plc Apparatus and method for correcting susceptibility artefacts in a magnetic resonance image
US10045741B2 (en) * 2013-08-02 2018-08-14 The General Hospital Corporation System and method for real-time frequency correction for magnetic resonance imaging
US10145928B2 (en) * 2013-11-28 2018-12-04 Medimagemetric LLC Differential approach to quantitative susceptibility mapping without background field removal
WO2015161386A1 (en) * 2014-04-24 2015-10-29 Liu Junmin Systems and methods for field mapping in magnetic resonance imaging
US9542763B2 (en) * 2014-04-25 2017-01-10 The General Hospital Corporation Systems and methods for fast reconstruction for quantitative susceptibility mapping using magnetic resonance imaging
JP5979327B2 (ja) * 2016-01-04 2016-08-24 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置、その作動方法及び時系列画像作成プログラム

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070252595A1 (en) * 2006-02-22 2007-11-01 Volegov Petr L Direct Imaging of Neural Currents Using Ultra-Low Field Magnetic Resonance Techniques
CN103826535A (zh) * 2011-09-28 2014-05-28 国立大学法人熊本大学 图像分析装置、图像分析方法及图像分析程序
CN103764025A (zh) * 2011-10-12 2014-04-30 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及磁化率强调图像生成方法
CN103293498A (zh) * 2012-02-27 2013-09-11 医影量有限责任公司 提供磁化率定量成像的系统和方法
US20150276905A1 (en) * 2012-09-06 2015-10-01 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
CN104349716A (zh) * 2012-10-10 2015-02-11 株式会社日立制作所 磁共振成像装置
US20150338492A1 (en) * 2012-11-16 2015-11-26 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging device and quantitative susceptibility mapping method
US20150084628A1 (en) * 2013-09-26 2015-03-26 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus, image processing apparatus, and susceptibility map calculation method

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
王阿莉，林建忠，刘伟骏，蔡聪波，陈忠: "定量磁化率成像重建方法及其应用", 《波谱学杂志》 *

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115115727A (zh) * 2022-05-18 2022-09-27 首都医科大学附属北京友谊医院 核磁图像处理方法、系统、设备及存储介质
CN115115727B (zh) * 2022-05-18 2023-08-01 首都医科大学附属北京友谊医院 核磁图像处理方法、系统、设备及存储介质
CN117542485A (zh) * 2023-11-21 2024-02-09 江苏瑞康成医疗科技有限公司 一种影像检查的智慧处理方法及系统
CN117542485B (zh) * 2023-11-21 2024-05-10 江苏瑞康成医疗科技有限公司 一种影像检查的智慧处理方法及系统

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